JP2004298212A

JP2004298212A - Rf coil and magnetic resonance imaging apparatus

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Publication number: JP2004298212A
Application number: JP2003091262A
Authority: JP
Inventors: Yuji Iwadate; 雄治岩舘; Akira Nabeya; 章奈部谷; Atsushi Nozaki; 敦野▲崎▼
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2003-03-28
Filing date: 2003-03-28
Publication date: 2004-10-28
Anticipated expiration: 2023-03-28
Also published as: JP4607430B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an RF coil for parallel imaging with a higher SNR of the magnetic resonance signals and a magnetic resonance imaging apparatus with the RF coil. <P>SOLUTION: The RF coil is used in proximity to the subject for the magnetic resonance imaging includes the number n (n=integer of 2 or more) of unit coils (12-82) which are arrayed across the width of the body of the subject (1) in the range equivalent to the width thereof but not mutually coupled. In the number n of the unit coils, two pairs thereof are arranged facing each other across the thickness of the body of the subject. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＲＦコイル（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙｃｏｉｌ）および磁気共鳴撮影装置に関し、とくに、パラレルイメージング（ｐａｒａｌｌｅｌｉｍａｇｉｎｇ）を行うためのＲＦコイル、および、そのようなＲＦコイルを備えた磁気共鳴撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（ＭＲＩ：ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）の一方式としてパラレルイメージングがある。パラレルイメージングでは、磁気共鳴信号は複数の受信系を通じて同時並行的に収集される。磁気共鳴信号の収集は、フィールド・オブ・ビュー（ＦｉｅｌｄｏｆＶｉｅｗ：ＦＯＶ）を例えば半分に減縮（ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ）して行われる。ＦＯＶを半分に減縮することにより、信号収集速度が２倍に向上する。
【０００３】
そのようにして収集した信号に基づいて画像が再構成される。画像再構成は２段階に分けて行われる。第１段階では、複数の受信系がそれぞれ収集した信号に基づいて中間的な画像が生成される。画像生成には２次元逆フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）変換が利用される。生成された画像はＦＯＶが減縮したものとなる。ＦＯＶが減縮したため、画像にはＦＯＶ外から折り返したエリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）像が含まれる。
【０００４】
第２段階では、このような画像に所定の演算を施すことによってエリアシング像を本来の位置に戻し、完全なＦＯＶの画像を生成する。演算には下記の式が用いられる（例えば非特許文献１参照）。
【０００５】
【数１】

【０００６】
ここで、
Ｖ：完全なＦＯＶの画像の画素値
Ｓ：センシティビティ・マトリクス（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙｍａｔｒｉｘ）
Ｓ^＊：Ｓの随伴行列
Ａ：中間的な画像の画素値
【０００７】
【非特許文献１】
プリュスマン（Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ）他、センス：センシティビティエンコーディングフォーファーストエムアールアイ（ＳＥＮＳＥ：ＳｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙＥｎｃｏｄｉｎｇｆｏｒＦａｓｔＭＲＩ）、「マグネティックレゾナンスインメディシン（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ）」、（米国）、１９９９年、第４２巻、ｐ．９５２−９６２
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
パラレルイメージングによって腹部を撮影するために、対象の体幅に相当する範囲に体幅方向に沿って配列された２個の単位コイルからなるＲＦコイルを用いると、個々の単位コイルはループ（ｌｏｏｐ）面積が大きなものとなるので、磁気共鳴信号受信のＳＮＲ（ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−ｎｏｉｓｅｒａｔｉｏ）が低く、撮影の品質が低下する。
【０００９】
そこで、本発明の課題は、磁気共鳴信号受信のＳＮＲが良いパラレルイメージング用のＲＦコイル、および、そのようなＲＦコイルを備えた磁気共鳴撮影装置を実現することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するためのひとつの観点での発明は、磁気共鳴撮影を行うために撮影の対象に近接して使用されるＲＦコイルであって、前記対象の体幅に相当する範囲に体幅方向に沿って配列された相互にカップリングしないｎ（ｎは２より大きい整数）個の単位コイル、を具備することを特徴とするＲＦコイルである。
【００１１】
（２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を撮影の対象に印加して収集した磁気共鳴信号に基づいてパラレルイメージングを行う磁気共鳴撮影装置であって、前記磁気共鳴信号の受信を行うためのＲＦコイルを有し、このＲＦコイルは、前記対象の体幅に相当する範囲に体幅方向に沿って配列された相互にカップリングしないｎ（ｎは２より大きい整数）個の単位コイル、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【００１２】
上記各観点での発明では、ＲＦコイルが、対象の体幅に相当する範囲に体幅方向に沿って配列された相互にカップリングしないｎ（ｎは２より大きい整数）個の単位コイルによって構成されるので、単位コイルのループ面積はｎが２の場合よりも小さくなって信号受信のＳＮＲが向上する。
【００１３】
前記ｎ個の単位コイルは２組のものが前記対象の体厚方向に互いに対向して設けられることが、体の深部を撮影する点で好ましい。前記ｎ個の単位コイルのうち少なくとも体幅方向の一端に位置するものは前記対象側に湾曲していることが、ｇファクタの減少によりＳＮＲをさらに向上させる点で好ましい。前記ｎ個の単位コイルのうち体幅方向の両端に位置するものは前記対象を包む方向に曲がっていることが、ｇファクタのさらなる減少によりＳＮＲをさらに向上させる点で好ましい。
【００１４】
前記ｎ個の単位コイルは隣り合うもの同士が部分的に重複することによりカップリングを打ち消すことが、特別な中和回路が不要な点で好ましい。前記ｎ個の単位コイルは中和回路によってカップリングを打ち消すことが、単位コイルの空間的配置が制限されない点で好ましい。
【００１５】
前記ｎ個の単位コイルは共通のグラウンドを有することが、信号の安定性が良い点で好ましい。前記ｎの値は４であることが、ＳＮＲ向上と個数増加のトレードオフが良い点で好ましい。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮影装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００１７】
同図に示すように、本装置はマグネットシステム１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間（ボア：ｂｏｒｅ）に、撮影の対象１がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００１８】
対象１の胴部には受信コイル部１１０が装着されている。受信コイル部１１０は複数のコイルを有する。受信コイル部１１０については、後にあらためて説明する。
【００１９】
主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。
【００２０】
勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス（ｓｌｉｃｅ）軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
【００２１】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をｘ，ｙ，ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままｘ，ｙ，ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置では対象１の体幅の方向をｘ方向とし、体厚の方向をｙ方向とし、体軸の方向をｚ方向とする。
【００２２】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード（ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場またはフェーズエンコード（ｐｈａｓｅｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（ｒｅａｄｏｕｔ）勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。
【００２３】
ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象１の体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルス（ｐｕｌｓｅ）ともいう。
【００２４】
励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、受信コイル部１１０によって受信される。なお、磁気共鳴信号はＲＦコイル部１０８でも受信可能となっている。
【００２５】
磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（ｄｏｍａｉｎ）すなわちフーリエ空間の信号となる。位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行うので、磁気共鳴信号は２次元フーリエ空間における信号として得られる。フェーズエンコード勾配およびリードアウト勾配は、２次元フーリエ空間における信号のサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）位置を決定する。以下、２次元フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。
【００２６】
勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００２７】
ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信させ、対象１の体内のスピンを励起する。
【００２８】
受信コイル部１１０にはデータ（ｄａｔａ）収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０にはまたＲＦコイル部１０８が接続可能になっている。データ収集部１５０は、受信コイル部１１０またはＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌｄａｔａ）として収集する。
【００２９】
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス（ｓｅｑｕｅｎｃｅ）制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して磁気共鳴信号の収集を遂行する。
【００３０】
シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成される。シーケンス制御部１６０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）および各種のデータを記憶している。シーケンス制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。
【００３１】
データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
【００３２】
データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。
【００３３】
データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間はｋスペースに対応する。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを２次元逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。
【００３４】
データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。
【００３５】
表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作する。
【００３６】
受信コイル部１１０について説明する。受信コイル部１１０は、本発明のＲＦコイルの実施の形態の一例である。受信コイル部１１０の構成によって、本発明のＲＦコイルに関する実施の形態の一例が示される。
【００３７】
受信コイル部１１０は、図２に示すように、対象１の体表に近接して配置された複数のコイル１２〜８２を有する。コイル１２〜８２は紙面に垂直な面内でそれぞれ閉ループをなす。各ループは、キャパシタ（ｃａｐａｃｉｔｏｒ）を直列に有する導体のループである。コイル１２〜８２は、本発明における単位コイルの実施の形態の一例である。
【００３８】
コイル１２〜８２は、コイル１２〜４２とコイル５２〜８２の２群に分かれる。これら２群のコイルは対象１を前後から挟むように配置される。すなわち、２群のコイルは、対象１の体厚の方向（ｙ方向）において、対象１を挟んで互いに対向するようになっている。２群のコイルをこのように配置することにより、体の深部まで撮影することが可能となる。各群において、４つのコイルは、対象１の体幅に相当する範囲に、体幅の方向（ｘ方向）に順次隣り合うように配置される。
【００３９】
以下、コイル１２〜４２を前側コイルともいい、コイル５２〜８２を後側コイルともいう。ここでは、前側コイル１２〜４２および後側コイル５２〜８２がそれぞれ４つのコイルからなる例を示す。
【００４０】
前側および後側のコイル数は４に限らず２より大きい適宜の複数であって良い。以下、前側コイルおよび後側コイルの数がそれぞれ４である例で説明するが、２より大きい適宜の複数の場合も同様である。
【００４１】
なお、前側および後側のコイルは、撮影の目的に応じてどちらか一方だけとしてもよい。すなわち、前部の浅いところを撮影する場合は前側コイル１２〜４２だけとし、後部の浅いところを撮影する場合は後側コイル５２〜８２だけとしてよい。以下、２群のコイルを用いる例で説明するが、１群だけの場合も同様である。
【００４２】
コイル１２〜８２としては、例えばそれぞれサーフェイスコイル（ｓｕｒｆａｃｅｃｏｉｌ）が用いられる。サーフェイスコイルは、対象のごく近傍で信号を受信するのに適する。コイル１２〜８２は、相互にカップリング（ｃｏｕｐｌｉｎｇ）しないように構成されている。
【００４３】
図３に、相互にカップリングしないコイルの構成の一例を示す。同図に示すように、前側コイル１２〜４２において、４つのコイルは、隣り合うもの同士でループ面が部分的に重なり合うように配列される。後側コイル５２〜８２においても同様である。なお、各コイルは長方形のループとして模式的に表す。
【００４４】
各コイルは、ｘ方向の大きさが例えば１８０ｍｍであり、ｚ方向の大きさが例えば５００ｍｍである。このようなコイルを４つ並べたときのｘ方向の長さは例えば６００ｍｍである。
【００４５】
このように配列することにより、重なり部分を通じてのカップリングと重ならない部分を通じてのカップリングが互いに逆極性になるので、重なり量を適切に選ぶことにより、隣り合うコイル同士は実質的にカップリングしないものとなる。このようにして、特別な回路を用いることなくデカップリング（ｄｅｃｏｕｐｌｉｎｇ）を行うことができる。なお、対象１を挟んで互いに対向するもの同士は、間に対象１があることによりカップリングが問題になることはない。
【００４６】
前側コイル１２〜４２および後側コイル５２〜８２は、図４に示すように、隣り合うもの同士を重ねることなく配置するようにしてもよい。このようにした場合は、各コイルに中和回路を設けることにより隣り合うもの同士のカップリングを無くすことができる。中和回路としては、隣り合うもの同士を電磁的に結合するトランス（ｔｒａｎｓｆｏｒｍｅｒ）が用いられる。トランスによる電磁結合は、トランスがないときのコイル同士のカップリングを打ち消すように設定される。中和回路を用いたデカップリングはコイルの空間的配置の自由度が増す点で好ましい。
【００４７】
なお、各コイルは、ｘ方向の大きさが例えば１４０ｍｍであり、ｚ方向の大きさが例えば５００ｍｍである。このようなコイルを４つ並べたときのｘ方向の長さは例えば６００ｍｍである。
【００４８】
相互にカップリングしないコイル１２〜８２は、それぞれ独立に磁気共鳴信号を受信することができる。コイル１２〜８２の受信信号は、図５に示すように、データ収集部１５０内の受信回路１４〜８４にそれぞれ入力される。これによって、８つの受信系１０〜８０が構成される。このように、複数の受信系が個別にコイルを有することにより、信号受信は複数の受信系により同時並行的に行うことができる。
【００４９】
各コイルからの信号取り出しは、例えば図６に示すように隣り合うもの同士でグラウンドを共有して行うようにする。これによって、電気的に安定な信号取り出しを行うことができる。
【００５０】
図７に、撮影用のパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスはＥＰＩ（ｅｃｈｏｐｌａｎａｒｉｍａｇｉｎｇ）によるパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）である。パルスシーケンスは左から右に進行する。以下同様である。
【００５１】
同図において、（１）はＲＦ信号のシーケンスを示す。（２）〜（４）はいずれも勾配磁場のシーケンスで、（２）はスライス勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）は位相エンコード勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。
【００５２】
先ず、９０°パルスによるスピン励起が行われる。９０°励起の所定時間後に１８０°パルスによる１８０°励起が行われる。いずれもスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅの下での選択励起である。
【００５３】
次に、位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅおよび周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑが所定のシーケンスで印加され、複数のエコーが逐次読み出される。複数のエコーは位相エンコードがそれぞれ異なる。エコーは中心信号で代表する。以下同様である。
【００５４】
このようなパルスシーケンスが、繰り返し時間（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ）ＴＲで所定回数繰り返され、そのつど、複数のエコーが読み出される。すなわち、マルチショット（ｍｕｌｔｉ−ｓｈｏｔ）のスキャン（ｓｃａｎ）が行われる。繰り返しのたびにエコーの位相エンコードが変更され、所定回数の繰り返しによって、１画面分のエコーを獲得する。
【００５５】
位相エンコードおよび周波数エンコードによってエコーを読み出すことにより、ｋスペースのデータがサンプリングされる。図８に、ｋスペース概念図を示す。同図に示すように、ｋスペースの横軸ｋｘは周波数軸であり、縦軸ｋｙは位相軸である。
【００５６】
同図において、複数の横長の長方形がそれぞれ位相軸上のデータサンプリング位置を表す。長方形内に記入された数字は位相エンコード量を表す。位相エンコード量はπ／Ｎで正規化してある。Ｎは位相方向のサンプリング数である。
【００５７】
位相エンコード量は位相軸ｋｙの中心で０である。中心から両端にかけて位相エンコード量が次第に増加する。増加の極性は互いに逆である。サンプリング間隔すなわち位相エンコード量の階差はπ／Ｎである。断層像は、このようなｋスペースのデータを２次元逆フーリエ変換することにより再構成される。再構成された画像は完全なＦＯＶについての画像となる。以下、完全なＦＯＶをフルＦＯＶ（ｆｕｌｌＦＯＶ）ともいう。
【００５８】
パラレルイメージングでは、撮影の高速化のために、ｋスペースのサンプリング間隔を大きくして、サンプリング回数を削減するようにしている。すなわち、例えば、図９に斜線で示すように、位相軸ｋｙ方向のサンプリングを１つおきにしてサンプリング数を１／２に削減する。これによって、撮影時間が半分に短縮され、撮影が高速化される。
【００５９】
サンプリングを１つおきとしたことにより、サンプリング間隔が２倍になる。サンプリング間隔を２倍にしたことにより、再構成画像のＦＯＶはフルＦＯＶの１／２に減縮（ｒｅｄｕｃｅ）する。
【００６０】
位相エンコード方向のサンプリング間隔の倍増は、位相エンコード量の階差を２π／Ｎとすることによって行われる。これによって、ＦＯＶは位相エンコード方向において１／２に減縮する。
【００６１】
一般的には、サンプリング間隔すなわち位相エンコード量の階差をＲ倍に拡大すると、ＦＯＶは１／Ｒに減縮する。Ｒはリダクションファクタ（ｒｅｄｕｃｔｉｏｎｆａｃｔｏｒ）とも呼ばれる。図９ではＲ＝２となる。以下、減縮されたＦＯＶをリデュースドＦＯＶ（ｒｅｄｕｃｅｄＦＯＶ）ともいう。
【００６２】
受信系の数をｎとしたとき、リダクションファクタＲは、下記の関係を満足することが後述のフルＦＯＶの出力画像を適正に得る点で好ましい。
【００６３】
【数２】

【００６４】
ここで、
Ｒ：リダクションファクタ
ｎ：受信系の数
パラレルイメージングによる本装置の動作を説明する。図１０に、本装置の動作のフロー（ｆｌｏｗ）図を示す。同図に示すように、ステップ（ｓｔｅｐ）７０１で、受信感度分布計測が行われる。これによって、複数の受信系の感度の空間的分布が計測される。
【００６５】
受信系の感度の空間的分布は、感度マップ（ｍａｐ）像として求められる。感度マップ像は、例えば、ＲＦコイル部１０８および受信コイル部１１０を用いて、対象１の同一のスライスをそれぞれスキャンして得られた画像から求められる。
【００６６】
すなわち、ＲＦコイル部１０８を用いて撮影した画像をレファレンス（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）とし、コイル１２〜８２を用いてそれぞれ撮影した画像を計測画像とし、ピクセルごとに計測画像とレファレンス画像の比を求めること等により作成される。レファレンス画像および計測画像の撮影は、いずれもフルＦＯＶのスキャンによって行われる。これによって、感度マップ像はコイル１２〜８２のおのおのについてフルＦＯＶで得られる。このようなスキャンは、キャリブレーションスキャン（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎｓｃａｎ）とも呼ばれる。
【００６７】
次に、ステップ７０３で、センシティビティ・マトリクス作成が行われる。センシティビティ・マトリクスはコイルごとの感度マップ像に基づいて作成される。以下、感度マップ像を単に感度マップともいう。
【００６８】
センシティビティ・マトリクスはｎ×Ｒのマトリクスとなる。ここで、ｎは受信系の数であり、Ｒはリダクションファクタである。ｎ＝４，Ｒ＝２のとき、センシティビティ・マトリクスＳは下記のようになる。
【００６９】
【数３】

【００７０】
センシティビティ・マトリクスＳにおいて、ｓ１１，ｓ２１，・・・，ｓ８１は、それぞれ、コイル１２，２２，・・・，８２の感度マップ像における同一ピクセル（ｐｉｘｅｌ）の値である。このピクセルから位相エンコード方向に１／２ＦＯＶの距離にある各感度マップ像のピクセル値がｓ１２，ｓ２２，・・・，ｓ８２である。これらはいずれも複素数となる。
【００７１】
次に、ステップ７０７で、スキャンが行われる。スキャンは、ＥＰＩによって行われる。ＥＰＩによるスキャンは、ｋスペースのサンプリング間隔を拡大することにより、リデュースドＦＯＶについて行われる。リデュースドＦＯＶは例えば１／２ＦＯＶである。なお、リダクションファクタはＲは２に限らず適宜でよい。エコーの受信は複数の受信系１０〜８０を通じて同時並行的に行われる。
【００７２】
次に、ステップ７１１で、中間画像生成が行われる。中間画像生成は、位相補正済の複数の受信系のエコーを２次元逆フーリエ変換することによって行われる。中間画像はリデュースドＦＯＶの画像となるので、エイリアシング像を含むものとなる。
【００７３】
次に、ステップ７１３で、出力画像生成が行われる。出力画像は、中間画像とセンシティビティ・マトリクスとを用いた計算によって生成される。出力画像の生成には、下記の式が用いられる。下式は前述の文献に記載されたものと同様な式である。
【００７４】
【数４】

【００７５】
ここで、
Ｖ：フルＦＯＶの画像の画素値
Ｓ：センシティビティ・マトリクス
Ｓ^＊：Ｓの随伴行列
Ａ：中間画像の画素値
これによって、エリアシング像が元の位置に再配置されたフルＦＯＶの断層像を得ることができる。そのような断層像が、ステップ７１５で、表示および記憶される。断層像の表示は表示部１８０によって行われ、記憶はデータ処理部１７０内のメモリに行われる。
【００７６】
パラレルイメージングのためのパルスシーケンスはＥＰＩに限らず他の適宜のパルスシーケンスでよい。ＥＰＩ以外のパラレルイメージングとして、例えば、３Ｄグラディエントエコー（３ＤｉｍｅｎｓｉｏｎａｌＧｒａｄｉｅｎｔＥｃｈｏ）法によるイメージングがある。
【００７７】
図１１に、そのパルスシーケンスを示す。両図において、（１）はＲＦ信号のパルスシーケンスを示す。（２）〜（４）はいずれも勾配磁場のパルスシーケンスを示す。（２）はスライス勾配およびスライス方向の位相エンコード勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）は位相エンコード勾配勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。
【００７８】
先ず、α°パルスによるスピン励起が行われる。α°励起はスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅの下での選択励起である。α°励起後に、スライス方向の位相エンコード勾配Ｇｓｌｉｃｅ、周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑおよび位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅが所定のシーケンスで印加され、エコーが読み出される。
【００７９】
このようなパルスシーケンスが、繰り返し時間ＴＲで所定回数繰り返され、そのつど、エコーが読み出される。繰り返しのたびにエコーの位相エンコードが変更され、所定回数の繰り返しによって、１画面分のエコーが獲得される。
【００８０】
２軸方向の位相エンコードおよび周波数エンコードによってエコーを読み出すことにより、３次元のｋスペースのデータがサンプリングされる。サンプリング間隔を拡大することにより、データ収集は３次元のリデュースドＦＯＶについて行われる。
【００８１】
このデータを３次元逆フーリエ変換することにより、３Ｄ画像が再構成される。３Ｄ画像はリデュースドＦＯＶについての中間画像となる。この中間画像から、センシティビティ・マトリクスＳを用いてフルＦＯＶの出力画像が生成される。ただし、センシティビティ・マトリクスは３Ｄに対応したものが用いられる。
【００８２】
このような撮影に用いられる受信コイル部１１０が、図２〜４に示したような構成になっているので、ＳＮＲの良いパラレルイメージングを行うことができ、それによって品質の良い画像を得ることができる。その理由は以下の通りである。
【００８３】
すなわち、受信コイル部１１０では、体幅に相当する範囲に体幅の方向に沿って４つのコイルが配置されているので、同じ範囲に２つのコイルを配置した場合よりもコイル１個当たりのループ面積が半分になる。この種のコイルでは、ループ面積の減少につれて受信信号のＳＮＲが向上する性質があるので、コイル１個当たりのループ面積が半分になることにより受信信号のＳＮＲが向上し、これによってＳＮＲの良いパラレルイメージングを行うことができる。
【００８４】
なお、ＳＮＲの向上は、体幅の方向に配置するコイル数を３としても可能であり、また４以上とすることによりさらなるＳＮＲ向上が可能である。コイル数を４とするのは、ＳＮＲ改善による性能の向上と個数増加によるコスト（ｃｏｓｔ）増のトレードオフ（ｔｒａｄｅ−ｏｆｆ）が適切な点で好ましい。
【００８５】
また、複数のコイルを体幅の方向に沿って配置することにより、位相エンコード方向を体幅の方向としたパラレルイメージングが可能になるので、コロナル（ｃｏｒｏｎａｌ）像を撮影する場合等に便利である。
【００８６】
ＳＮＲとリダクションファクタとの間には次式のような関係がある。
【００８７】
【数５】

【００８８】
ここで、
ＳＮＲ０：リダクションファクタが１のときのＳＮＲ
Ｒ：リダクションファクタ
ｇ：ｇファクタ（ｇ−ｆａｃｔｏｒ）
コイルのループ面積の減少によりＳＮＲ０の値が大きくので、上式で与えられるＳＮＲの値が大きくなる。すなわち、ＳＮＲ０増加によりリダクションファクタＲ増加の余裕が生じるので、リダクションファクタＲを大きく設定して撮影をいっそう高速化することができる。
【００８９】
ＳＮＲが上式で与えられるので、ｇファクタの値を小さくすることによりＳＮＲをさらに増加させることが可能である。ｇファクタの低減は、例えば図１２または図１３に示すように、体幅方向の両端のコイルを対象１を包む方向に曲げた形状とすることによって行われる。なお、曲げたコイルはいずれか一端側のものだけとしてもよい。
【００９０】
以上、好ましい実施の形態の例に基づいて本発明を説明したが、本発明が属する技術の分野における通常の知識を有する者は、上記の実施の形態の例について、本発明の技術的範囲を逸脱することなく種々の変更や置換等をなし得る。したがって、本発明の技術的範囲には、上記の実施の形態の例ばかりでなく、特許請求の範囲に属するすべての実施の形態が含まれる。
【００９１】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、磁気共鳴信号受信のＳＮＲが良いパラレルイメージング用のＲＦコイル、および、そのようなＲＦコイルを備えた磁気共鳴撮影装置を実現する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】受信コイル部を示す図である。
【図３】受信コイル部を示す図である。
【図４】受信コイル部を示す図である。
【図５】複数の受信系を示す図である。
【図６】コイルからの信号取り出しを示す図である。
【図７】磁気共鳴撮影用のパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図８】ｋスペースを示す図である。
【図９】ｋスペースを示す図である。
【図１０】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図１１】磁気共鳴撮影用のパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図１２】受信コイル部を示す図である。
【図１３】受信コイル部を示す図である。
【符号の説明】
１対象
１００マグネットシステム
１０２主磁場コイル部
１０６勾配コイル部
１０８ＲＦコイル部
１１０受信コイル部
１３０勾配駆動部
１４０ＲＦ駆動部
１５０データ収集部
１６０シーケンス制御部
１７０データ処理部
１８０表示部
１９０操作部
５００クレードル
１２〜８２コイル
１４〜８４受信回路[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an RF coil (radio frequency coil) and a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to an RF coil for performing parallel imaging and a magnetic resonance imaging apparatus including such an RF coil.
[0002]
[Prior art]
As one method of magnetic resonance imaging (MRI: Magnetic Resonance Imaging), there is parallel imaging. In parallel imaging, magnetic resonance signals are acquired simultaneously and in parallel through a plurality of receiving systems. The acquisition of the magnetic resonance signal is performed by, for example, reducing the field of view (FOV) by half. By reducing the FOV by half, the signal collection speed is doubled.
[0003]
An image is reconstructed based on the signals collected in that manner. Image reconstruction is performed in two stages. In the first stage, an intermediate image is generated based on signals collected by a plurality of receiving systems. For image generation, a two-dimensional inverse Fourier transform is used. The generated image has a reduced FOV. Since the FOV has been reduced, the image includes an aliasing image that has been turned back from outside the FOV.
[0004]
In the second stage, the aliasing image is returned to the original position by performing a predetermined operation on such an image, and a complete FOV image is generated. The following equation is used for the calculation (for example, see Non-Patent Document 1).
[0005]
(Equation 1)

[0006]
here,
V: Pixel value of image of complete FOV S: Sensitivity matrix
S ^* : Adjoint matrix of S A: Pixel value of intermediate image
[Non-patent document 1]
Plusmann, et al., SENSE: Sensitivity Encoding for Fast MRI, "Magnetic Resonance in Medicine (Magnetic Resonance in Medicine, 1992, Med. 42, U.S.A., Med. 42, Med. 42). p. 952-962
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
In order to image the abdomen by parallel imaging, when an RF coil composed of two unit coils arranged along the body width direction in a range corresponding to the body width of the object is used, each unit coil becomes a loop. Since the area is large, the SNR (signal-to-noise ratio) of magnetic resonance signal reception is low, and the quality of imaging is reduced.
[0009]
Therefore, an object of the present invention is to realize an RF coil for parallel imaging having a good SNR for receiving a magnetic resonance signal, and a magnetic resonance imaging apparatus including such an RF coil.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
(1) An invention according to one aspect for solving the above-described problem is an RF coil used in proximity to an imaging target to perform magnetic resonance imaging, and corresponds to a body width of the target. An RF coil comprising: n (n is an integer greater than 2) unit coils that are not coupled to each other and are arranged in a range along a body width direction.
[0011]
(2) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, a magnetic resonance imaging method for performing parallel imaging based on a magnetic resonance signal collected by applying a static magnetic field, a gradient magnetic field, and an RF magnetic field to an object to be imaged is provided. An apparatus, comprising: an RF coil for receiving the magnetic resonance signal, wherein the RF coil is not coupled to each other arranged along a body width direction in a range corresponding to the body width of the object. A magnetic resonance imaging apparatus comprising n (n is an integer greater than 2) unit coils.
[0012]
In the invention according to each of the above aspects, the RF coil is constituted by n (n is an integer greater than 2) unit coils that are not coupled to each other and are arranged along the body width direction in a range corresponding to the target body width. Therefore, the loop area of the unit coil is smaller than when n is 2, and the SNR of signal reception is improved.
[0013]
It is preferable that two sets of the n unit coils are provided so as to face each other in the body thickness direction of the object in terms of imaging a deep part of the body. It is preferable that at least one of the n unit coils located at one end in the body width direction is curved toward the target side, in order to further improve the SNR by reducing the g factor. Of the n unit coils, those positioned at both ends in the body width direction are preferably bent in the direction of wrapping the object, in that the SNR is further improved by further reducing the g factor.
[0014]
It is preferable that the n unit coils cancel each other by partially overlapping adjacent coils because a special neutralizing circuit is not required. It is preferable to cancel the coupling of the n unit coils by a neutralization circuit in that the spatial arrangement of the unit coils is not limited.
[0015]
It is preferable that the n unit coils have a common ground because signal stability is good. It is preferable that the value of n is 4 in terms of a good trade-off between SNR improvement and number increase.
[0016]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. Note that the present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the device of the present invention is shown by the configuration of the present device.
[0017]
As shown in the figure, the present apparatus has a magnet system 100. The magnet system 100 has a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF coil unit 108. Each of these coil portions has a substantially cylindrical shape and is arranged coaxially with each other. A subject 1 to be photographed is mounted on a cradle 500 and carried into and out of a generally cylindrical internal space (bore) of the magnet system 100 by a transport means (not shown).
[0018]
The receiving coil unit 110 is mounted on the trunk of the subject 1. The receiving coil unit 110 has a plurality of coils. The receiving coil unit 110 will be described later.
[0019]
The main magnetic field coil unit 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is substantially parallel to the direction of the body axis of the subject 1. That is, a so-called horizontal magnetic field is formed. The main magnetic field coil unit 102 is configured using, for example, a superconducting coil. In addition, you may comprise using not only a superconducting coil but a normal conduction coil.
[0020]
The gradient coil unit 106 generates three gradient magnetic fields for giving a gradient to the static magnetic field strength in three directions perpendicular to each other, that is, in a slice axis, a phase axis, and a frequency axis.
[0021]
When coordinate axes perpendicular to each other in the static magnetic field space are x, y, and z, any of the axes can be a slice axis. In that case, one of the remaining two axes is a phase axis, and the other is a frequency axis. Further, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis can have an arbitrary inclination with respect to the x, y, and z axes while maintaining the perpendicularity among them. In this apparatus, the direction of the body width of the object 1 is defined as the x direction, the direction of the body thickness is defined as the y direction, and the direction of the body axis is defined as the z direction.
[0022]
The gradient magnetic field in the slice axis direction is also called a slice gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the phase axis direction is also referred to as a phase encode gradient magnetic field or a phase encode gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the frequency axis direction is also referred to as a read out gradient magnetic field. The readout gradient magnetic field is synonymous with the frequency encoding gradient magnetic field. In order to enable generation of such a gradient magnetic field, the gradient coil section 106 has three gradient coils (not shown). Hereinafter, the gradient magnetic field is also simply referred to as a gradient.
[0023]
The RF coil unit 108 forms a high-frequency magnetic field for exciting a spin in the body of the subject 1 in the static magnetic field space. Hereinafter, forming a high-frequency magnetic field is also referred to as transmitting an RF excitation signal. The RF excitation signal is also called an RF pulse.
[0024]
An electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, a magnetic resonance signal, is received by the receiving coil unit 110. Note that the magnetic resonance signal can be received by the RF coil unit 108.
[0025]
The magnetic resonance signal is a signal in a frequency domain (a Fourier space). Since the magnetic resonance signal is encoded in two axes by the gradients in the phase axis direction and the frequency axis direction, the magnetic resonance signal is obtained as a signal in a two-dimensional Fourier space. The phase encode gradient and the readout gradient determine the sampling position of the signal in two-dimensional Fourier space. Hereinafter, the two-dimensional Fourier space is also referred to as a k-space.
[0026]
The gradient driving unit 130 is connected to the gradient coil unit 106. The gradient driving unit 130 supplies a driving signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The gradient drive unit 130 has three drive circuits (not shown) corresponding to the three gradient coils in the gradient coil unit 106.
[0027]
The RF driving section 140 is connected to the RF coil section 108. The RF driving unit 140 supplies a driving signal to the RF coil unit 108 to transmit an RF pulse, thereby exciting spins in the body of the subject 1.
[0028]
The reception coil unit 110 is connected to a data (data) collection unit 150. The data collection unit 150 can be connected to the RF coil unit 108. The data collection unit 150 collects a reception signal received by the reception coil unit 110 or the RF coil unit 108 as digital data.
[0029]
A sequence control unit 160 is connected to the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the data collection unit 150. The sequence controller 160 controls the gradient driver 130 to the data collector 150 to collect magnetic resonance signals.
[0030]
The sequence control unit 160 is configured using, for example, a computer. The sequence control unit 160 has a memory (not shown). The memory stores a program (program) for the sequence control unit 160 and various data. The function of the sequence control unit 160 is realized by the computer executing a program stored in the memory.
[0031]
The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. The data collected by the data collection unit 150 is input to the data processing unit 170. The data processing unit 170 is configured using, for example, a computer or the like. The data processing unit 170 has a memory (not shown). The memory stores a program for the data processing unit 170 and various data.
[0032]
The data processing unit 170 is connected to the sequence control unit 160. The data processing unit 170 is above the sequence control unit 160 and controls it. The function of the present apparatus is realized by the data processing unit 170 executing a program stored in the memory.
[0033]
The data processing unit 170 stores the data collected by the data collection unit 150 in a memory. A data space is formed in the memory. This data space corresponds to k-space. The data processing unit 170 reconstructs an image by performing two-dimensional inverse Fourier transform on k-space data.
[0034]
The display section 180 and the operation section 190 are connected to the data processing section 170. The display unit 180 is configured by a graphic display or the like. The operation unit 190 includes a keyboard provided with a pointing device.
[0035]
The display unit 180 displays the reconstructed image output from the data processing unit 170 and various information. The operation unit 190 is operated by a user, and inputs various commands and information to the data processing unit 170. The user operates the present apparatus interactively through the display unit 180 and the operation unit 190.
[0036]
The receiving coil unit 110 will be described. The receiving coil unit 110 is an example of an embodiment of the RF coil of the present invention. The configuration of the receiving coil unit 110 shows an example of an embodiment relating to the RF coil of the present invention.
[0037]
As shown in FIG. 2, the reception coil unit 110 has a plurality of coils 12 to 82 arranged close to the body surface of the subject 1. Each of the coils 12 to 82 forms a closed loop in a plane perpendicular to the plane of the drawing. Each loop is a conductor loop having a capacitor in series. The coils 12 to 82 are an example of an embodiment of a unit coil in the present invention.
[0038]
The coils 12 to 82 are divided into two groups: coils 12 to 42 and coils 52 to 82. These two groups of coils are arranged so as to sandwich the object 1 from front and rear. That is, the two groups of coils face each other with the object 1 interposed therebetween in the direction of the body thickness of the object 1 (the y direction). By arranging the two groups of coils in this way, it is possible to take an image to a deep part of the body. In each group, the four coils are arranged in a range corresponding to the body width of the subject 1 so as to be sequentially adjacent to each other in the body width direction (x direction).
[0039]
Hereinafter, the coils 12 to 42 are also referred to as front coils, and the coils 52 to 82 are also referred to as rear coils. Here, an example is shown in which the front coils 12 to 42 and the rear coils 52 to 82 each include four coils.
[0040]
The number of coils on the front side and the rear side is not limited to four, and may be an appropriate plural number larger than two. Hereinafter, an example in which the number of the front side coil and the number of the rear side coil are 4 will be described, but the same applies to a plurality of appropriate cases larger than two.
[0041]
It should be noted that one of the front and rear coils may be provided depending on the purpose of photographing. In other words, only the front coils 12 to 42 may be used when photographing a shallow front part, and only the rear coils 52 to 82 may be used when photographing a shallow rear part. Hereinafter, an example using two groups of coils will be described, but the same applies to the case of only one group.
[0042]
For example, a surface coil is used as each of the coils 12 to 82. Surface coils are suitable for receiving signals in close proximity to an object. The coils 12 to 82 are configured so as not to couple with each other.
[0043]
FIG. 3 shows an example of the configuration of coils that are not mutually coupled. As shown in the figure, in the front coils 12 to 42, the four coils are arranged such that the loop surfaces thereof partially overlap each other. The same applies to the rear coils 52 to 82. Each coil is schematically represented as a rectangular loop.
[0044]
Each coil has a size in the x direction of, for example, 180 mm and a size in the z direction of, for example, 500 mm. The length in the x direction when four such coils are arranged is, for example, 600 mm.
[0045]
By arranging in this manner, the coupling through the overlapping portion and the coupling through the non-overlapping portion have opposite polarities. Therefore, by appropriately selecting the overlapping amount, adjacent coils do not substantially couple with each other. It will be. In this way, decoupling can be performed without using a special circuit. It should be noted that the objects facing each other with the object 1 interposed therebetween do not pose a problem due to the existence of the object 1 between them.
[0046]
As shown in FIG. 4, the front coils 12 to 42 and the rear coils 52 to 82 may be arranged without overlapping adjacent ones. In this case, by providing a neutralizing circuit to each coil, coupling between adjacent coils can be eliminated. As the neutralization circuit, a transformer that electromagnetically couples adjacent ones is used. The electromagnetic coupling by the transformer is set so as to cancel the coupling between the coils when there is no transformer. Decoupling using a neutralization circuit is preferable in that the degree of freedom in spatial arrangement of the coils is increased.
[0047]
Each coil has a size in the x direction of, for example, 140 mm, and a size in the z direction of, for example, 500 mm. The length in the x direction when four such coils are arranged is, for example, 600 mm.
[0048]
The coils 12 to 82 that are not mutually coupled can receive magnetic resonance signals independently. The received signals of the coils 12 to 82 are input to the receiving circuits 14 to 84 in the data collection unit 150, respectively, as shown in FIG. Thus, eight receiving systems 10 to 80 are configured. As described above, since the plurality of receiving systems individually have coils, signal reception can be performed by the plurality of receiving systems simultaneously and in parallel.
[0049]
Signal extraction from each coil is performed, for example, as shown in FIG. This makes it possible to perform electrically stable signal extraction.
[0050]
FIG. 7 shows an example of a pulse sequence for photographing. This pulse sequence is a pulse sequence based on EPI (echo planar imaging). The pulse sequence proceeds from left to right. The same applies hereinafter.
[0051]
In the figure, (1) shows a sequence of an RF signal. (2) to (4) are all gradient magnetic field sequences, (2) is a slice gradient, (3) is a frequency encoding gradient, and (4) is a phase encoding gradient. The static magnetic field is constantly applied at a constant magnetic field strength.
[0052]
First, spin excitation by a 90 ° pulse is performed. After a predetermined time of the 90 ° excitation, 180 ° excitation with a 180 ° pulse is performed. All are selective excitations under the slice gradient Gslice.
[0053]
Next, the phase encode gradient Gphase and the frequency encode gradient Gfreq are applied in a predetermined sequence, and a plurality of echoes are sequentially read. A plurality of echoes have different phase encodings. The echo is represented by the center signal. The same applies hereinafter.
[0054]
Such a pulse sequence is repeated a predetermined number of times with a repetition time TR, and a plurality of echoes are read out each time. That is, a multi-shot scan is performed. The phase encoding of the echo is changed at each repetition, and an echo for one screen is obtained by repetition a predetermined number of times.
[0055]
By reading out echoes by phase encoding and frequency encoding, k-space data is sampled. FIG. 8 shows a conceptual diagram of the k-space. As shown in the figure, the horizontal axis kx of the k space is the frequency axis, and the vertical axis ky is the phase axis.
[0056]
In the figure, a plurality of horizontally long rectangles each represent a data sampling position on the phase axis. The number entered in the rectangle indicates the amount of phase encoding. The phase encoding amount is normalized by π / N. N is the number of samplings in the phase direction.
[0057]
The amount of phase encoding is 0 at the center of the phase axis ky. The amount of phase encoding gradually increases from the center to both ends. The polarities of the increase are opposite to each other. The sampling interval, that is, the difference between the phase encoding amounts is π / N. A tomographic image is reconstructed by performing a two-dimensional inverse Fourier transform on such k-space data. The reconstructed image is an image for a complete FOV. Hereinafter, a complete FOV is also referred to as a full FOV.
[0058]
In parallel imaging, the sampling interval of k-space is increased to reduce the number of times of sampling in order to speed up imaging. That is, for example, as shown by oblique lines in FIG. 9, the sampling in the direction of the phase axis ky is alternately performed, and the number of samplings is reduced to ２. As a result, the photographing time is reduced by half and the photographing speed is increased.
[0059]
With every other sampling, the sampling interval is doubled. By doubling the sampling interval, the FOV of the reconstructed image is reduced to half of the full FOV.
[0060]
The doubling of the sampling interval in the phase encoding direction is performed by setting the difference in the amount of phase encoding to 2π / N. As a result, the FOV is reduced to half in the phase encoding direction.
[0061]
Generally, when the sampling interval, that is, the difference in the amount of phase encoding is increased by R times, the FOV is reduced to 1 / R. R is also called a reduction factor. In FIG. 9, R = 2. Hereinafter, the reduced FOV is also referred to as a reduced FOV (reduced FOV).
[0062]
Assuming that the number of receiving systems is n, it is preferable that the reduction factor R satisfies the following relationship in order to appropriately obtain a full FOV output image described later.
[0063]
(Equation 2)

[0064]
here,
R: reduction factor n: number of receiving systems The operation of this apparatus by parallel imaging will be described. FIG. 10 shows a flow chart of the operation of the present apparatus. As shown in the figure, in step (step) 701, the reception sensitivity distribution is measured. Thereby, the spatial distribution of the sensitivities of the plurality of receiving systems is measured.
[0065]
The spatial distribution of the sensitivity of the receiving system is obtained as a sensitivity map (map) image. The sensitivity map image is obtained, for example, from an image obtained by scanning the same slice of the target 1 using the RF coil unit 108 and the receiving coil unit 110.
[0066]
That is, an image captured using the RF coil unit 108 is used as a reference, an image captured using the coils 12 to 82 is used as a measurement image, and the ratio of the measurement image to the reference image is obtained for each pixel. Created. Both the reference image and the measurement image are captured by full FOV scanning. Thus, a sensitivity map image is obtained at full FOV for each of the coils 12 to 82. Such a scan is also called a calibration scan.
[0067]
Next, in step 703, a sensitivity matrix is created. The sensitivity matrix is created based on the sensitivity map image for each coil. Hereinafter, the sensitivity map image is simply referred to as a sensitivity map.
[0068]
The sensitivity matrix is an n × R matrix. Here, n is the number of receiving systems, and R is a reduction factor. When n = 4 and R = 2, the sensitivity matrix S is as follows.
[0069]
[Equation 3]

[0070]
In the sensitivity matrix S, s11, s21,..., S81 are values of the same pixel (pixel) in the sensitivity map images of the

coils

12, 22,. The pixel values of the sensitivity map images at a distance of 1/2 FOV in the phase encoding direction from this pixel are s12, s22,... S82. These are all complex numbers.
[0071]
Next, in step 707, a scan is performed. Scanning is performed by EPI. Scanning by EPI is performed on the reduced FOV by increasing the sampling interval of k-space. The reduced FOV is, for example, １／ FOV. Note that the reduction factor is not limited to R and may be any value. Echo reception is performed simultaneously and in parallel through a plurality of reception systems 10-80.
[0072]
Next, in step 711, an intermediate image is generated. The generation of the intermediate image is performed by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the echoes of the plurality of receiving systems whose phases have been corrected. Since the intermediate image is a reduced FOV image, it includes an aliased image.
[0073]
Next, in step 713, an output image is generated. The output image is generated by calculation using the intermediate image and the sensitivity matrix. The following equation is used to generate the output image. The following equation is similar to the one described in the aforementioned document.
[0074]
(Equation 4)

[0075]
here,
V: Pixel value of full FOV image S: Sensitivity matrix S ^* : Adjoint matrix of S A: Pixel value of intermediate image Thus, the tomographic image of the full FOV in which the aliasing image is rearranged at the original position is obtained. Obtainable. Such tomographic images are displayed and stored at step 715. The display of the tomographic image is performed by the display unit 180, and the storage is performed in the memory in the data processing unit 170.
[0076]
The pulse sequence for parallel imaging is not limited to EPI, but may be any other appropriate pulse sequence. As parallel imaging other than EPI, for example, there is imaging by a 3D gradient echo (3D Gradient Echo) method.
[0077]
FIG. 11 shows the pulse sequence. In both figures, (1) shows a pulse sequence of the RF signal. (2) to (4) show pulse sequences of gradient magnetic fields. (2) is the slice gradient and the phase encoding gradient in the slice direction, (3) is the frequency encoding gradient, and (4) is the phase encoding gradient. The static magnetic field is constantly applied at a constant magnetic field strength.
[0078]
First, spin excitation by an α ° pulse is performed. α ° excitation is selective excitation under a slice gradient Gslice. After the α ° excitation, the phase encoding gradient Gslice, the frequency encoding gradient Gfreq, and the phase encoding gradient Gphase in the slice direction are applied in a predetermined sequence, and the echo is read.
[0079]
Such a pulse sequence is repeated a predetermined number of times with a repetition time TR, and each time an echo is read. The phase encoding of the echo is changed at each repetition, and an echo for one screen is obtained by a predetermined number of repetitions.
[0080]
By reading out echoes by bidirectional phase encoding and frequency encoding, three-dimensional k-space data is sampled. By increasing the sampling interval, data collection is performed on a three-dimensional reduced FOV.
[0081]
By performing a three-dimensional inverse Fourier transform on this data, a 3D image is reconstructed. The 3D image is an intermediate image for the reduced FOV. From this intermediate image, a full FOV output image is generated using the sensitivity matrix S. However, a sensitivity matrix corresponding to 3D is used.
[0082]
Since the receiving coil unit 110 used for such imaging has a configuration as shown in FIGS. 2 to 4, parallel imaging with a good SNR can be performed, thereby obtaining a high-quality image. it can. The reason is as follows.
[0083]
That is, in the receiving coil unit 110, since four coils are arranged along the body width direction in a range corresponding to the body width, the loop per one coil is larger than when two coils are arranged in the same range. The area is halved. This type of coil has the property that the SNR of the received signal is improved as the loop area is reduced. Therefore, the loop area per coil is halved, so that the SNR of the received signal is improved. Imaging can be performed.
[0084]
It should be noted that the SNR can be improved by setting the number of coils arranged in the body width direction to 3, and by setting the number of coils to 4 or more, the SNR can be further improved. It is preferable to set the number of coils to be four, since a trade-off between an improvement in performance by improving the SNR and an increase in cost due to an increase in the number (trade-off) is appropriate.
[0085]
Also, by arranging a plurality of coils along the body width direction, parallel imaging with the phase encoding direction as the body width direction becomes possible, which is convenient when a coronal image is taken. .
[0086]
The following relationship exists between the SNR and the reduction factor.
[0087]
(Equation 5)

[0088]
here,
SNR0: SNR when the reduction factor is 1
R: reduction factor g: g-factor
Since the value of SNR0 increases due to the decrease in the loop area of the coil, the value of SNR given by the above equation increases. That is, there is a margin for increasing the reduction factor R due to the increase in SNR0, so that it is possible to further increase the reduction factor R to further increase the speed of photographing.
[0089]
Since the SNR is given by the above equation, it is possible to further increase the SNR by reducing the value of the g factor. The reduction of the g factor is performed by, for example, bending the coils at both ends in the body width direction in a direction surrounding the object 1 as shown in FIG. 12 or FIG. Note that the bent coil may be only one on one end side.
[0090]
As described above, the present invention has been described based on the example of the preferred embodiment. However, those having ordinary knowledge in the technical field to which the present invention pertains may limit the technical scope of the present invention to the example of the above embodiment. Various changes and substitutions can be made without departing from the invention. Therefore, the technical scope of the present invention includes not only the above-described embodiments but also all embodiments belonging to the appended claims.
[0091]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, an RF coil for parallel imaging with a good SNR for receiving a magnetic resonance signal, and a magnetic resonance imaging apparatus including such an RF coil are realized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram illustrating a receiving coil unit.
FIG. 3 is a diagram illustrating a receiving coil unit.
FIG. 4 is a diagram illustrating a receiving coil unit.
FIG. 5 is a diagram showing a plurality of receiving systems.
FIG. 6 is a diagram showing signal extraction from a coil.
FIG. 7 is a diagram showing an example of a pulse sequence for magnetic resonance imaging.
FIG. 8 is a diagram showing a k-space.
FIG. 9 is a diagram showing a k-space.
FIG. 10 is a flowchart showing the operation of the apparatus according to the embodiment of the present invention;
FIG. 11 is a diagram showing an example of a pulse sequence for magnetic resonance imaging.
FIG. 12 is a diagram illustrating a receiving coil unit.
FIG. 13 is a diagram illustrating a receiving coil unit.
[Explanation of symbols]
1 target 100 magnet system 102 main magnetic field coil unit 106 gradient coil unit 108 RF coil unit 110 receiving coil unit 130 gradient drive unit 140 RF drive unit 150 data collection unit 160 sequence control unit 170 data processing unit 180 display unit 190 operation unit 500 cradle 12-82 Coil 14-84 Receiver circuit

Claims

磁気共鳴撮影を行うために撮影の対象に近接して使用されるＲＦコイルであって、
前記対象の体幅に相当する範囲に体幅方向に沿って配列された相互にカップリングしないｎ（ｎは２より大きい整数）個の単位コイル、
を具備することを特徴とするＲＦコイル。An RF coil used in proximity to an imaging target to perform magnetic resonance imaging,
N (n is an integer greater than 2) unit coils that are not coupled to each other and are arranged along a body width direction in a range corresponding to the body width of the object;
An RF coil, comprising:

前記ｎ個の単位コイルは２組のものが前記対象の体厚方向に互いに対向して設けられる、
ことを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル。Two sets of the n unit coils are provided to face each other in the body thickness direction of the target,
The RF coil according to claim 1, wherein:

前記ｎ個の単位コイルのうち少なくとも体幅方向の一端に位置するものは前記対象を包む方向に曲がっている、
ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＲＦコイル。At least one of the n unit coils located at one end in the body width direction is bent in a direction surrounding the object,
The RF coil according to claim 1 or 2, wherein:

前記ｎ個の単位コイルのうち体幅方向の両端に位置するものは前記対象を包む方向に曲がっている、
ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＲＦコイル。Of the n unit coils, those positioned at both ends in the body width direction are bent in a direction surrounding the object,
The RF coil according to claim 1 or 2, wherein:

前記ｎ個の単位コイルは隣り合うもの同士が部分的に重複することによりカップリングを打ち消す、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項４のうちのいずれか１つに記載のＲＦコイル。The n unit coils cancel coupling by partially overlapping adjacent ones,
The RF coil according to any one of claims 1 to 4, wherein:

前記ｎ個の単位コイルは中和回路によってカップリングを打ち消す、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項４のうちのいずれか１つに記載のＲＦコイル。The n unit coils cancel the coupling by a neutralization circuit;
The RF coil according to any one of claims 1 to 4, wherein:

前記ｎ個の単位コイルは共通のグラウンドを有する、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項６のうちのいずれか１つに記載のＲＦコイル。The n unit coils have a common ground,
The RF coil according to any one of claims 1 to 6, wherein:

前記ｎの値は４である、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項７のうちのいずれか１つに記載のＲＦコイル。The value of n is 4.
The RF coil according to any one of claims 1 to 7, wherein:

静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を撮影の対象に印加して収集した磁気共鳴信号に基づいてパラレルイメージングを行う磁気共鳴撮影装置であって、
前記磁気共鳴信号の受信を行うためのＲＦコイルを有し、
このＲＦコイルは、
前記対象の体幅に相当する範囲に体幅方向に沿って配列された相互にカップリングしないｎ（ｎは２より大きい整数）個の単位コイル、
を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。A magnetic resonance imaging apparatus for performing parallel imaging based on a magnetic resonance signal collected by applying a static magnetic field, a gradient magnetic field, and an RF magnetic field to an imaging target,
Having an RF coil for receiving the magnetic resonance signal,
This RF coil is
N (n is an integer greater than 2) unit coils that are not coupled to each other and are arranged along a body width direction in a range corresponding to the body width of the object;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

前記ｎ個の単位コイルは２組のものが前記対象の体厚方向に互いに対向して設けられる、
ことを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴撮影装置。Two sets of the n unit coils are provided to face each other in the body thickness direction of the target,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9, wherein:

前記ｎ個の単位コイルのうち少なくとも体幅方向の一端に位置するものは前記対象を包む方向に曲がっている、
ことを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の磁気共鳴撮影装置。At least one of the n unit coils located at one end in the body width direction is bent in a direction surrounding the object,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9 or 10, wherein:

前記ｎ個の単位コイルのうち体幅方向の両端に位置するものは前記対象を包む方向に曲がっている、
ことを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の磁気共鳴撮影装置。Of the n unit coils, those positioned at both ends in the body width direction are bent in a direction surrounding the object,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9 or 10, wherein:

前記ｎ個の単位コイルは隣り合うもの同士が部分的に重複することによりカップリングを打ち消す、
ことを特徴とする請求項９ないし請求項１２のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。The n unit coils cancel coupling by partially overlapping adjacent ones,
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 9 to 12, wherein:

前記ｎ個の単位コイルは中和回路によってカップリングを打ち消す、
ことを特徴とする請求項９ないし請求項１２のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。The n unit coils cancel the coupling by a neutralization circuit;
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 9 to 12, wherein:

前記ｎ個の単位コイルは共通のグラウンドを有する、
ことを特徴とする請求項９ないし請求項１４のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。The n unit coils have a common ground,
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 9 to 14, wherein:

前記ｎの値は４である、
ことを特徴とする請求項９ないし請求項１５のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。The value of n is 4.
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 9 to 15, wherein: